新型气动人工肌肉驱动踝关节矫正器设计

脑卒中患者由于身体上运动神经元的损害从而导致下肢肌力低下、肌张力增高痉挛、运动控制障碍和深浅感觉障碍等问题J。就踝关节而言，患者在步行过程中容易出现足内翻、足下垂、跖背曲痉挛、关节不稳定、步幅减孝步度缓慢和步行不对称等异常步行模式。目前神经肌肉促通术即运动疗法是对由于人体神经受损而造成的下肢瘫痪或偏瘫等症状的主要治疗方法 j∶形器治疗可提高脑卒中后偏瘫患者对 自身姿势的控制能力，改善步行能力，控制轻度痉挛，预防矫正畸形，提高生活自理能力 。

国内外已经开展了利用机器人技术对踝关节进行矫正的研究。国外已经开发出了各式的踝关节矫正器。美国密歇根大学、新西兰奥克兰大学均已开发出基于气动人工肌肉为平台的踝关节矫正器 。国内对踝关节矫正器的研究较国外晚，而且多以电机驱动为主，上海大学机械电子工程系研制了以滚珠丝杠式电动直线电机作为驱动的步态康复用踝关节系统 ；哈尔滨工程大学机电学院开发了以电机为驱动的踏板型下肢康复机器人，通过控制踏板的俯仰角度来实现对踝关节的锻炼 J。

通过对国内外的研究现状分析发现，国内的踝关节矫正器通常采用电机驱动，但是电机驱动的机械性能刚性大、柔性差，系统急剧变化的冲击力容易对踝关节造成损伤，而且存在能效较低、价格昂贵、对理疗师依赖程度高等缺点。

本研究采用-对对抗的人工肌肉作为驱动元件设计制作的踝关节矫正器，固定在人的踝足位置，对正常人行走状态下的踝关节步态曲线进行跟踪运动，从而达到运动康复的目的，并且可以在下肢康复医疗机器人的辅助下，摆脱理疗师或医护人员，实现自主康复。

而且人工肌肉具有柔顺性好、安全、节能、价格低廉等优点，具有很好的实用价值和市场前景。

1 方案设计与制作1.1 踝关节步态分析踝关节在行走过程中的运动方式为-轴性作背屈(足尖向上)和跖屈(足尖向下)运动。本文定义在直立状态下，踝关节的角度为 0。，背屈为角度负方向，跖屈为角度正方向。在正常人行走过程中，踝关节在- 8。～12。的范围内活动，将脚跟落地的时刻作为-个步态周期的开始，其转动角度曲线如图 1所示l9]。而脑卒中后出现的足下垂、跖背曲痉挛、关节不稳定等问收稿日期：2012-11 13作者简介：韩建海(1961-)，男，河南偃师人 ，教授，博士，主要从事新型气动元件(小型空压机、气动人工肌肉、气压触觉传感器)的研制、服务型机器人 (如看护助力 、康复训练)控制技术及应用以及机电液(气)比例/伺服控制技术与应用工作。

112 液压与气动 2013年第5期题使得踝关节不能按照正常的步态行走，此时，患足需要-定的外力，能使其趋向正常，按照正常人行走步态行走，所以踝关节矫正器的旋转角度就要对正常人行走步态下的关节角度进行跟踪。同时，由于患足在矫正初期通常存在关节制动，结缔组织紧密化等问题，矫正器所提供的力必须在可承受的范围内，所以矫正器的输出力必须可以任意调节并且要有较好的安全性和柔顺性。

图 1 踝关节活动范围以及行走中的角度曲线1.2 机械装置设计及制作针对脑卒中患者在行走过程中出现的异常步态，以及在康复训练中对安全性、柔顺性的要求，本文选用安全、节能、柔顺性好、价格低廉的人工肌肉作为矫正器的驱动设计制作了气动人工肌肉驱动的踝关节矫正器。

本机械装置主要有-对对抗的人工肌肉、关节转轴、支撑杆、横架和脚部组成。所使用的人工肌肉为本实验室自己制作，具体参数如下：内径为9 mm，长度为31 cm，在气压为0.35 MPa时，收缩量为8 cm，收缩率为25.8%，此时所产生的收缩力为58 N，图2即为本实验室制作的人工肌肉，分别为初始状态和充气状态的人工肌肉。

图 2 本实验室制作的人工肌肉矫正器所转动的角度 8、气动人工肌肉的收缩量和人工肌肉距离旋转中心的长度Y之间的关系为： arctan羔2y在满足所需要的旋转角度的同时，结合装置小型化、轻便化的设计理念，最终确定人工肌肉距离旋转中心的长度为 10 cm，在气压为 0.35 MPa时，其运动性能参数如表 1所示。

表 1 气动人工肌肉驱动踝关节矫正器运动性能参数正常人行走步 收缩量/cm 距离中心距/cm 旋转角度/。 态角度范围/。

8 10 ±21.8 -8～l2机械装置结构图如图3a所示。图3b为本实验室设计制作的气动人工肌肉驱动踝关节矫正器的样机。

a) b)1.前脚掌牵 引带 26 8 13.连接块35 9 12.人工肌肉固定螺母 4.人工肌肉 7.弧形横架1O.聚乙烯外壳 11.支撑杆 14.踝围 15、18.固定带16.刚性脚部支撑 17.布带型脚掌图3 气动人工肌肉驱动踝关节矫正器结构图以及样机1.3 控制 系统设计及其工作过程分析气动人工肌肉驱动踝关节矫正器原理如图4所示。整个装置分为机械结构、气动回路和控制系统三部分。气动回路主要有气源、气动三联件、流量比例阀(FESTO：MPYE-5-M5-010-B)、单向节流阀、人工肌肉组成∝制系统由 PLC(s7-300：CPU314C-2DP)以及用来反狼度信号的电位器(SAKAE：22HP.10)组成。

1.气源 2.减压阀 3.流量 比例 阀 4.踝关节矫正器5.角度传感器图4 控制系统原理图系统的控制策略是以矫正器转动的实际角度和设定角度之间的误差为过程变量的 PID控制，其控制过程为：矫正器启动后，PLC的AI拈采集角度传感器检测的矫正器实际角度 ，并将其转换为数字量信号，2013年第5期 液压与气动 1 l3规范化后以输入到 PID控制程序作为过程变量输入，而设定的目标角度值 0 则是通过编程输入到 PID作为设定值，经过 PID调节后，通过 PLC的 AO拈输出调整指令到流量比例阀，流量比例阀根据调整指令通过调整两根人工肌肉气口的开口大小来调整人工肌肉的进气量，改变内部的压力，实现人工肌肉有规律的收缩和伸长，带动踝关节矫正器围绕关节转轴进行转动，使实际角度 0与设定角度值 0 之间的误差减小至最小，从而实现对正常人行走步态曲线的跟踪，达到运动康复的目的。PLC通过 MPI电缆和 CP5611通讯卡连接到电脑，通过组态来调整曲线的频率，从而调整踝关节矫正器的频率大小，改变患者在训练过程中的步幅和步频。

为了能够最大程度的满足患者康复训练的要求，气动人工肌肉驱动踝关节矫正器设置有三种训练模式，即拉伸模式、反拉伸模式和行走模式。拉伸模式的目的主要是针对跖背屈痉挛、关节活动范围减孝肌肉萎缩等问题而设 ，是以角度幅值为 ±21.8。的余弦曲线作为设定曲线，使矫正器对其进行跟踪，依靠人工肌肉产生的拉力使踝关节在较大角度范围进行拉伸训练，恢复已经僵化挛缩变形的肌肉，提高肌肉活性，为按正常步态训练打下基矗反拉伸模式的目的主要是针对肌无力、肌肉萎缩、跖背屈痉挛等问题而设，是使人工肌肉同时充气，让矫正器处在中位位置，用力蹬使踝关节克服人工肌肉产生的拉力而产生训练效果。行走模式则是以正常人行走步态为设定曲线，使患者仿照正常人的步态行走，逐步克服足下垂、步幅减孝步行不对称等异常步行模式。

2 气动人工肌肉驱动踝关节矫正器的实验结果分析图5为气动人工肌肉驱动踝关节矫正器在气压为0.35 MPa时对正常人行走步态的跟踪对比曲线，其中图5a为步态周期为3 S情况下的跟踪曲线，图5b为步态周期为 5 s情况下的跟踪曲线，实线为正常人行走步态的曲线，虚线为气动人工肌肉驱动踝关节矫正器的跟踪曲线。由于人工肌肉具有迟滞的特性，所以跟踪曲线存在-定的迟滞，在步态周期为 3 s的时候，迟滞最大为 0.21 s；并在矫正器转向的时候转角的误差为最大，最大误差为 1.2。，约占转动范围的6%。在步态周期为5 s的时候，迟滞最大为0.2 s，转角的最大误差为 1.1。，约占转动范围的5.5%。通过实验对比发现，在步态周期 相对较慢 的情况 下，其 控制效果更好。

越需群拉 步态周期a)步骤周期为3 s时的跟踪对比曲线步态 周明b)步骤周期为5 s时的跟踪对比曲线图5 气动人工肌肉踝关节矫正器与正常人行走步态的跟踪对比曲线通过实验检验以及跟踪效果分析，其时间迟滞以及转角误差均在允许范围内，不会对行走步态跟踪产生影响，所以气动人工肌肉驱动踝关节矫正器可 以较好地对正常行走步态进行跟踪，从而达到训练的目的。

3 结论本文针对脑卒中患者踝关节存在的异常步态问题，用-对对抗的人工肌肉作为驱动，设计制作了新型气动人工肌肉踝关节矫正器，对其总体方案进行了设计并对工作原理进行了详细叙述，系统地介绍了控制系统的设计以及 PID实现的过程。通过实验证明，采用气动人工肌肉作为驱动的踝关节矫正器能够使患者踝关节对正常的行走步态进行跟踪，达到康复训练的目的，并且可以在训练过程中根据患者的康复情况，任意调节其动作的周期和强度，为下-步深人研究如何进行人机协调控制，提高康复训练效果打下了基矗与传统的电机驱动的矫正器相比，新型气动人工肌肉驱动踝关节矫正器具有柔顺性好、安全、节能、价格低廉等优点，具有很好的实用价值和市场前景。